CN102414558B - 生物传感器系统及分析物的浓度的测定方法 - Google Patents

生物传感器系统及分析物的浓度的测定方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种生物传感器系统，可以具备传感芯片及测定器。传感芯片具备毛细管以及配置于毛细管内的电极。毛细管的高度被设定为，比在生物传感器系统的测定保障温度的上限温度下的分析物的扩散距离与电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小。测定器在浓度测定前，对传感芯片的电极施加开环电压或比浓度测定时低的电压等。

Description

生物传感器系统及分析物的浓度的测定方法
技术领域
本发明涉及生物传感器及分析物的浓度测定方法。
背景技术
以往，为了测定血液试样中的分析物的浓度，例如测定血中葡萄糖浓度(血糖值)，使用便携式生物传感器系统，其具备具有运算部的测定器、和在测定器中自由拆装的传感芯片。分析物的浓度是基于因借助以分析物作为底物的氧化还原酶的酶循环反应而产生的氧化物(oxidized product)或还原物(reduced product)的量算出的。酶循环反应的速度依赖于反应进行的环境的温度(反应温度)。由此，提出过具备基于反应温度来修正分析物的浓度的功能的生物传感器系统。反应温度例如由配置于测定器中的温度传感器来测定(专利文献1)。
专利文献1：日本特开2003-156469号公报
专利文献1的生物传感器系统中，利用温度传感器来测定出测定器的内部温度。这样，所测定的温度不会正确地反应血液试样的温度。由此，在分析物浓度的测定中，会有产生误差的情况。
发明内容
本发明的目的在于，提供难以产生由温度变化造成的误差的生物传感器系统及浓度的测定方法。
本发明的第一观点的生物传感器系统是使用氧化还原酶及电子媒介物来测定液体试样内的分析物的浓度的生物传感器系统，具备传感芯片、第一电压施加部、浓度测定部和第二电压施加部，上述传感芯片具备：毛细管，其被导入液体试样，其高度比在生物传感器系统的测定保障温度的上限温度下的上述分析物的扩散距离及上述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小；配置于上述毛细管内的多个电极；配置于上述毛细管内且包含电子媒介物的试剂层，上述第一电压施加部对上述电极施加第一电压，上述浓度测定部基于在施加上述第一电压时在上述液体试样中流动的电流值，测定上述分析物的浓度，上述第二电压施加部在上述第一电压的施加之前对上述电极施加第二电压，以使上述浓度测定部中的测定结果受上述液体试样的温度的影响程度减小。
另外，本发明的第二观点的测定方法是使用氧化还原酶及电子媒介物来测定液体试样内的分析物的浓度的方法，由具有传感芯片的生物传感器系统执行，上述传感芯片具备：毛细管，其被导入液体试样，高度比生物传感器系统的测定保障温度的上限温度下的上述分析物的扩散距离及上述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小；多个电极，它们配置于上述毛细管内；试剂层，其配置于上述毛细管内，包含电子媒介物，该方法包括：第一电压施加步骤，对上述电极施加第一电压；电流检测步骤，检测在施加上述第一电压时流动在上述液体试样中的电流值；浓度测定步骤，基于上述电流值测定上述分析物的浓度；第二电压施加步骤，为了使上述浓度测定部中的测定结果受上述液体试样的温度的影响程度减小，而在上述电流值的检测之前，对上述电极施加第二电压。
本发明的生物传感器系统及测定方法中，利用毛细管来限制液体试样中的分析物因扩散而能够移动的距离。此外，通过在施加第一电压之前，对电极施加第二电压，而减少由温度造成的测定结果的波动。
附图说明
图1是表示本发明的一个实施方式的生物传感器系统的构成的立体图。
图2是图1的生物传感器系统中所含的传感芯片的分解立体图。
图3是图2的传感芯片的俯视图。
图4是表示分析物及媒介物的扩散距离的示意图。
图5A是说明实施方式的传感芯片中的毛细管的高度的图。
图5B是说明其他实施方式的传感芯片中的毛细管的高度的图。
图6是表示图1的生物传感器系统的测定器101的内部构成的图。
图7是表示图1的生物传感器系统的血液试样的浓度测定方法的流程的一例的流程图。
图8是表示血液试样的浓度测定方法的流程的另一个例子的流程图。
图9是表示血液试样的浓度测定方法的流程的又一个例子的流程图。
图10A是表示对传感芯片的电压施加模式的一例的图。
图10B是表示对传感芯片的电压施加模式的另一例的图。
图10C是表示对传感芯片的电压施加模式的又一例的图。
图10D是表示对传感芯片的电压施加模式的又一例的图。
图11A是表示试样的葡萄糖浓度为100mg/dL(毫克每分升)、开环电压的施加及低电压的施加都没有执行、施加电压为250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图11B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图11A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图11C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图11A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图11D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图11A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图12A是表示图11A～图11D的经过8秒时的响应电流值的曲线图。
图12B是表示图12A的各温度条件下的响应电流值的以21℃的响应电流值为基准时的波动的曲线图。
图13A是表示试样的葡萄糖浓度为400mg/dL、开环电压的施加及低电压的施加都没有执行、施加电压为250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图13B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图13A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图13C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图13A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图13D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图13A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图14A是表示图13A～图13D的经过8秒时的响应电流值的曲线图。
图14B是表示图14A的各温度条件下的响应电流值的以21℃的响应电流值为基准时的波动的曲线图。
图15A是表示通过将图11A的响应电流值的测定结果每隔0.1秒地累计而得的电荷量的曲线图。
图15B是表示通过将图11B的响应电流值的测定结果每隔0.1秒地累计而得的电荷量的曲线图。
图15C是表示通过将图11C的响应电流值的测定结果每隔0.1秒地累计而得的电荷量的曲线图。
图15D是表示通过将图11D的响应电流值的测定结果每隔0.1秒地累计而得的电荷量的曲线图。
图16A是表示图15A～图15D的经过8秒时的电荷量的曲线图。
图16B是表示图16A的各温度条件下的电荷量的以21℃的电荷量为基准时的波动的曲线图。
图17A是表示通过将图13A的响应电流值的测定结果每隔0.1秒地累计而得的电荷量的曲线图。
图17B是表示通过将图13B的响应电流值的测定结果每隔0.1秒地累计而得的电荷量的曲线图。
图17C是表示通过将图13C的响应电流值的测定结果每隔0.1秒地累计而得的电荷量的曲线图。
图17D是表示通过将图13D的响应电流值的测定结果每隔0.1秒地累计而得的电荷量的曲线图。
图18A是表示图17A～图17D的经过8秒时的电荷量的曲线图。
图18B是表示图18A的各温度条件下的电荷量的以21℃的电荷量为基准时的波动的曲线图。
图19A是表示试样的葡萄糖浓度为100mg/dL、电压的施加条件为open(5秒)-250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图19B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图19A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图19C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图19A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图19D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图19A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图20A是表示图19A～图19D的经过8秒时的响应电流值的曲线图。
图20B是表示图20A的各温度条件下的响应电流值的以21℃的响应电流值为基准时的波动的曲线图。
图21A是表示试样的葡萄糖浓度为400mg/dL、电压的施加条件为open(5秒)-250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图21B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图21A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图21C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图21A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图21D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图21A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图22A是表示图21A～图21D的经过8秒时的响应电流值的曲线图。
图22B是表示图22A的各温度条件下的响应电流值的以21℃的响应电流值为基准时的波动的曲线图。
图23A是表示试样的葡萄糖浓度为40mg/dL、电压的施加条件为open(1.5秒)-250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图23B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图23A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图23C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图23A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图23D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图23A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图24A是表示除了试样的葡萄糖浓度为155mg/dL以外与图23A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图24B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图24A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图24C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图24A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图24D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图24A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图25A是表示除了试样的葡萄糖浓度为345mg/dL以外与图23A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图25B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图25A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图25C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图25A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图25D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图25A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图26A是表示除了试样的葡萄糖浓度为600mg/dL以外与图23A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图26B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图26A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图26C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图26A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图26D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图26A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图27A是基于图23A、图24A、图25A、以及图26A表示毛细管的高度为150μm时的温度、葡萄糖浓度、以及经过5.5秒时(从开始施加250mV的电压起4秒后)的电流值的关系的曲线图。
图27B是基于图23B、图24B、图25B、以及图26B表示毛细管的高度为100μm时的温度、葡萄糖浓度、以及经过5.5秒时(从开始施加250mV的电压起4秒后)的电流值的关系的曲线图。
图27C是基于图23C、图24C、图25C、以及图26C表示毛细管的高度为59μm时的温度、葡萄糖浓度、以及经过5.5秒时(从开始施加250mV的电压起4秒后)的电流值的关系的曲线图。
图27D是基于图23D、图24D、图25D、以及图26D表示毛细管的高度为33μm时的温度、葡萄糖浓度、以及经过5.5秒时(从开始施加250mV的电压起4秒后)的电流值的关系的曲线图。
图28A是表示试样的葡萄糖浓度为40mg/dL、电压的施加条件为open(3秒)-250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图28B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图28A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图28C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图28A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图28D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图28A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图29A是表示除了试样的葡萄糖浓度为155mg/dL以外与图28A相同条件下(电压的施加条件为open(3秒)-250mV、毛细管的高度为150μm)的响应电流值的曲线图。
图29B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图29A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图29C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图29A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图29D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图29A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图30A是表示除了试样的葡萄糖浓度为345mg/dL以外与图28A相同条件下(电压的施加条件为open(3秒)-250mV、毛细管的高度为150μm)的响应电流值的曲线图。
图30B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图30A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图30C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图30A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图30D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图30A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图31A是表示除了试样的葡萄糖浓度为600mg/dL以外与图28A相同条件下(电压的施加条件为open(3秒)-250mV、毛细管的高度为150μm)的响应电流值的曲线图。
图31B是表示除了毛细管的高度为100μm以外与图31A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图31C是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图31A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图31D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图31A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图32A是基于图28A、图29A、图30A、以及图31A表示毛细管的高度为150μm时的温度、葡萄糖浓度、以及经过7秒时(从开始施加250mV的电压起4秒后)的电流值的关系的曲线图。
图32B是基于图28B、图29B、图30B、以及图31B表示毛细管的高度为100μm时的温度、葡萄糖浓度、以及经过7秒时(从开始施加250mV的电压起4秒后)的电流值的关系的曲线图。
图32C是基于图28C、图29C、图30C、以及图31C表示毛细管的高度为59μm时的温度、葡萄糖浓度、以及经过7秒时(从开始施加250mV的电压起4秒后)的电流值的关系的曲线图。
图32D是基于图28D、图29D、图30D、以及图31D表示毛细管的高度为33μm时的温度、葡萄糖浓度、以及经过7秒时(从开始施加250mV的电压起4秒后)的电流值的关系的曲线图。
图33A是表示试样的葡萄糖浓度为100mg/dL、开环电压的施加及低电压的施加都没有执行、施加电压为250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图33B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图33C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图33D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图34A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图34B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图34C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图34D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图35A是表示除了电压的施加条件为open(1秒)-250mV以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图35B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图35A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图35C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图35A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图35D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图35A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图36A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图35A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图36B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图35A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图36C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图35A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图36D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图35A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图37A是表示除了电压的施加条件为open(1.5秒)-250mV以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图37B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图37A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图37C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图37A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图37D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图37A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图38A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图37A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图38B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图37A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图38C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图37A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图38D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图37A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图39A是表示除了电压的施加条件为open(2秒)-250mV以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图39B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图39A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图39C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图39A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图39D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图39A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图40A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图39A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图40B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图39A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图40C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图39A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图40D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图39A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图41A是表示除了电压的施加条件为open(3秒)-250mV以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图41B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图41A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图41C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图41A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图41D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图41A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图42A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图41A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图42B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图41A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图42C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图41A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图42D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图41A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图43A是表示除了电压的施加条件为open(4秒)-250mV以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图43B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图43A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图43C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图43A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图43D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图43A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图44A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图43A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图44B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图43A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图44C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图43A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图44D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图43A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图45A是表示除了电压的施加条件为open(5秒)-250mV以外与图33A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图45B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图45A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图45C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图45A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图45D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图45A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图46A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图45A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图46B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图45A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图46C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图45A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图46D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图45A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图47A是表示试样的葡萄糖浓度为100mg/dL、开环电压的施加及低电压的施加都没有执行、施加电压为250mV、毛细管的高度为104μm、在5℃、14℃、30℃、以及38℃下测定出的各响应电流值的以21℃的响应电流值为基准时的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图47B是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图47A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图47C是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图47A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图47D是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图47A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图48A是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图47A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图48B是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图47A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图48C是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图47A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图49A是表示试样的葡萄糖浓度为100mg/dL、电压的施加条件为open(2秒)-250mV、毛细管的高度为104μm、在5℃、14℃、30℃、以及38℃下测定出的各响应电流值的以21℃的响应电流值为基准时的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外相同条件下得到的波动。
图49B是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图49A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图49C是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图49A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图49D是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图49A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图50A是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图49A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图50B是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图49A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图50C是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图49A相同条件下的响应电流值的波动的曲线图。作为比较对照，表示出除了毛细管的高度为150μm以外在相同条件下得到的波动。
图51A是表示试样的葡萄糖浓度为100mg/dL、电压的施加条件为open(3秒)-250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图51B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图51A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图51C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图51A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图51D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图51A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图52A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图51A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图52B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图51A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图52C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图51A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图52D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图51A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图53A是表示试样的葡萄糖浓度为100mg/dL、电压的施加条件为0mV(3秒)-250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图53B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图53A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图53C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图53A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图53D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图53A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图54A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图53A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图54B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图53A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图54C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图53A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图54D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图53A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图55A是表示试样的葡萄糖浓度为100mg/dL、电压的施加条件为250mV(1秒)-open(2秒)-250mV、毛细管的高度为150μm时的响应电流值的曲线图。
图55B是表示除了毛细管的高度为104μm以外与图55A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图55C是表示除了毛细管的高度为90μm以外与图55A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图55D是表示除了毛细管的高度为82μm以外与图55A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图56A是表示除了毛细管的高度为69μm以外与图55A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图56B是表示除了毛细管的高度为59μm以外与图55A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图56C是表示除了毛细管的高度为49μm以外与图55A相同条件下的响应电流值的曲线图。
图56D是表示除了毛细管的高度为33μm以外与图55A相同条件下的响应电流值的曲线图。
具体实施方式
对使用了本发明的一个实施方式的传感芯片200的生物传感器系统100说明如下。
1.生物传感器系统的构成
本实施方式的生物传感器系统100是包括进行液体试样中所含的分析物的浓度测定的传感器的系统。如图1所示，生物传感器系统100具有测定器101和传感芯片200。
所谓液体试样，并不限定于特定的试样，可以使用血液、汗、尿等来源于生物体的液体试样(生物体试样)；河水、海水、湖水等来源于环境的液体试样；以及来源于食品的液体试样等各种试样。生物传感器系统100优选适用于生物体试样，特别优选适用于血液。
另外，分析物(成为测定的对象的物质)也不限定于特定的物质，可以通过变更传感芯片200中的后述试剂层20中的酶等来应对各种物质。作为血液试样的分析物，可以举出除血细胞以外的物质，例如葡萄糖、白蛋白、乳酸、胆红素以及胆固醇。
测定器101中，在其侧壁面具有作为矩形的孔的安装口102。在安装口102处，以自由拆装的状态连接有传感芯片200。在测定器101的一个主面的大致中央部，配置有显示测定结果的显示部103。而且，对于测定器101的构成，将在后段详述。
2.传感芯片
2-1.传感芯片的构成
传感芯片200是每使用1次就废弃的一次性的传感芯片。如图2及图3所示，传感芯片200具备绝缘基板201、间隔件202、以及外罩203。外罩203被夹隔着间隔件202配置于绝缘基板201上。绝缘基板201、间隔件202以及外罩203例如利用粘接或热熔接等而被一体化。
作为绝缘基板201、间隔件202以及外罩203的材料，可以使用聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚碳酸酯、聚酰亚胺、聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、聚氯乙烯、聚甲醛、单体浇注尼龙、聚对苯二甲酸丁二醇酯、甲基丙烯酸树脂及ABS树脂之类的树脂，还可以使用玻璃。
传感芯片200还具备毛细管40。毛细管40保持液体试样。毛细管40由间隔件202的缺口部204构成。毛细管40是在传感芯片200的长边方向较长的形状。毛细管40在间隔件202的一个端部(图2、图3中的左侧的端部)，与传感芯片200的外部相通。换言之，传感芯片200具备朝向外部开口的导入口17，连通毛细管40与导入口17连接。导入毛细管40的液体试样的体积例如为1μl以下。
在绝缘基板201的表面上，设有3个电极11～13。有时将电极11称为作用电极，将电极12称为对电极，将电极13称为探测电极。电极11～13的各自的一部分配置于毛细管40内。电极11～13被配置为，从导入口17朝向毛细管40的里部依次排列对电极12、作用电极11、对电极12、探测电极13。也就是说，图5A中，各电极在绝缘基板201的平面方向被相互面对地配置。
但是，如图5B所示，作用电极11、对电极12以及探测电极13也可以立体地配置。例如，也可以将对电极12在外罩203的下面设于与毛细管40相面对的位置，将作用电极11及探测电极13配置于绝缘基板201上。
而且，在传感芯片200中，电极11～13的数目没有特别限定。各电极的数目也可以是2个以上。
电极11～13的材料也可以是钯、铂、金、银、钛、铜、镍以及碳等公知的导电性材料。
另外，电极11、12以及13分别与引线110、120以及130连结。引线110、120以及130设于绝缘基板201上。绝缘基板201的一端没有被间隔件202及外罩203覆盖。引线110、120以及130的一端在绝缘基板201的未被覆盖的一端向传感芯片200的外部露出。测定器101借助引线110、120以及130向电极11、12以及13施加电压。
在外罩203中，在与形成毛细管40的缺口部204的里侧(与导入口17相反的一侧)相面对的位置设有抽空气口16。通过设置抽空气口16，导入毛细管40的液体试样就会因毛细管现象向由电极11～13及试剂层20构成的检测部律速地流动。像这样，抽空气口16可靠地实现作为生物体试样的血液试样的点样，并且使测定的稳定性提高。
另外，毛细管40的内部的面也可以进行亲水性的处理或由亲水性材料形成。这样，液体试样的点样(导入)就会变得容易，可靠性进一步提高。
在绝缘基板201与间隔件202之间，在电极11～13上，载置有试剂层20。
试剂层20是通过将含有电解质的试剂预先涂布于绝缘基板201上而形成的。试剂层20以将绝缘基板201上的电极11、12及13重叠的部分覆盖的方式形成。试剂层20含有以液体试样中的分析物作为底物的氧化还原酶和电子媒介物(以下有时简称为“媒介物”)。
作为合适的酶，可以使用以分析物作为底物的氧化还原酶。作为此种酶的例子，在分析物是葡萄糖的情况下，可以举出葡萄糖氧化酶、或葡萄糖脱氢酶，在分析物是乳酸的情况下，可以举出乳酸氧化酶、或乳酸脱氢酶，在分析物是胆固醇的情况下，可以举出胆固醇酯酶、或胆固醇氧化酶，在分析物是醇的情况下，可以举出醇氧化酶，在分析物是胆红素的情况下，可以举出胆红素氧化酶等。酶并不限定于这些，可以根据分析物适当地选择。而且，作为分析物，除了这些以外，还可以举出甘油三酯、尿酸等。
媒介物是具有将在酶反应中产生的电子转交给电极的功能的物质。作为合适的媒介物，例如可以使用选自铁氰化钾、对苯醌、对苯醌衍生物、氧化型吩嗪硫酸甲酯、亚甲基蓝、二茂铁盐及二茂铁盐衍生物等中的至少一种。
试剂层中的氧化还原酶的量根据酶的种类等的不同而不同，然而一般来说，优选为0.01～100单位(U)，更优选为0.05～10U，进一步优选为0.1～5U。
为了提高试剂层的成形性，试剂层20也可以含有水溶性高分子化合物。水溶性高分子化合物可以是选自羧甲基纤维素及其盐；羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧乙基纤维素及其盐；聚乙烯醇、聚乙烯基吡咯烷酮、多聚赖氨酸等聚氨基酸；聚苯乙烯磺酸及其盐；明胶及其衍生物；聚丙烯酸及其盐；聚甲基丙烯酸及其盐；淀粉及其衍生物；马来酸酐聚合物及其盐；琼脂糖凝胶及其衍生物中的至少一种。
2-2.毛细管40的高度
导入了液体试样的毛细管40内的体系成为包含液体和在液体中扩散的扩散物(分析物及媒介物等)的扩散系。可以将液体改称为扩散介质或分散介质。
液体中的各扩散物的扩散距离d由下式(1)表示。
d = zDt - - - ( i )
z：常数
D：扩散系数
t：时间
作为常数z，可以选择任意的值。常数z可能随着实验条件而变更，另外，常数z可能随着扩散物扩散的距离的分布的定义而变更。一般来说，常数z多设定在1≤z≤4的范围中。更具体来说，常数z也可以作为1、2、π或4来定义。由于在电化学的领域中，作为一例有作为z＝π使用的情况，因此以下采用z＝π的情况进行说明。
另外，扩散系数D由斯托克斯-爱因斯坦的关系式(下式(2))表示。
D = kT 6 πμr - - - ( 2 )
k：波尔兹曼常数
T：绝对温度
μ：粘度
r：扩散分子的半径
这样，根据式(1)及(2)，扩散距离d可以用下式(3)表示。
d = t k T 6 μr - - - ( 3 )
也就是说，一般来说，当温度上升时，扩散距离d就会增大。
此外，在粘度μ依赖于温度的体系中，粘度μ可以用安德雷德的式(4)表示。
μ = Aexp ( E RT ) - - - ( 4 )
A：比例常数
E：流体活化能
R：气体常数
T：绝对温度
如果将上式(4)代入上式(3)，则可以得到下式(5)。
d = tkT 6 μr
= tkT 6 rAexp ( E RT ) - - - ( 5 ) ‾
这里，如果设定
k 6 rA = B - - - ( 6 ) ‾
B：常数项
则扩散距离d可以用下式(7)表示。
d = B tT exp ( E RT ) - - - ( 7 ) ‾
在上式(7)中，当温度T上升时，则分母中的exp(E/RT)就会减少，因此扩散距离d进一步增大。
一般来说，在高粘度的液体中，流动活化能E大，因此粘度μ容易受到温度T的影响。其结果是，液体试样的粘度越高，则扩散系数D及扩散距离d也就越容易受到温度T的影响。例如，当温度T增大时，粘度μ就会减小，扩散系数D及扩散距离d增大。
如图4所示，分析物51扩散到试剂层20的内部，借助酶反应，将电子传给媒介物54。媒介物54扩散到作用电极11。
如果将分析物51的扩散系数设为DA，将分析物向媒介物传送电子前的扩散时间设为tA，则分析物51的扩散距离dA可以用下式(8)表示。而且，扩散时间tA是任意地设定的数值。
d A = π D A t A - - - ( 8 )
同样地，如果将媒介物54的扩散系数设为DM，将媒介物54向作用电极11传送电子前的扩散时间设为tM，则媒介物54的扩散距离dM可以用下式(9)表示。而且，扩散时间tM也是任意地设定的数值。
d M = π D M t M - - - ( 9 )
根据上式(8)及(9)，分析物51被作为电流响应检出前的总扩散距离dT可以用下式(10)表示。
d T = π D A t A + π D M t M - - - ( 10 )
另外，分析物51被作为电流响应检出前的时间可以用(tA+tM)表示。这样，如果将测定时间设为tmes，则通过使测定时间tmes满足
tmes≥tA+tM
，就可以在测定时间tmes中检出分析物51。也就是说，该情况下，(tA+tM)的最大值为tmes。
在媒介物54的扩散时间tM相对于分析物51的扩散时间tA足够短的情况下，可以将扩散系看作仅分析物51在1相中移动的体系。此时，总扩散距离dT的最大值dL可以用下式(11)表示。
d L = π D A t A
= D A t mes - - - ( 11 ) ‾
这里，由于在分析物51与媒介物54之间的电子授受中需要酶，因此接收到电子的媒介物54的扩散距离dM与酶从作用电极11扩散的距离相等。一般来说，酶的扩散系数明显小于分析物51的扩散系数DA及媒介物54的扩散系数DM。由此，可以将酶看作处于停留在作用电极11附近的状态。另外，由于媒介物54的扩散距离dM也极短，因此一般来说经常可以忽略媒介物的扩散时间tM。
另一方面，在媒介物的扩散时间tM长的情况下，可以将扩散系看作2种扩散物在1相中移动的体系，因此在上式(10)中，满足tmes＝tA+tM的式子时，可以导出总扩散距离dT的最大值dL。
此外，在液体试样分离为多个相的情况下，例如在试剂层20上设置了膜过滤器等情况下，毛细管40内的扩散系就成为扩散物在多个相(n个相)中移动的体系。这样，在媒介物54的扩散时间tM相对于分析物51的扩散时间tA足够短的情况下，针对各相定义分析物51的扩散系数和扩散时间，总扩散距离dT可以用下式(12)表示。
d T = Σ k = 1 n π D k t k - - - ( 12 )
(其中n是2以上的整数)
此时，在满足下式(13)时，
t mes = Σ k = 1 n t k - - - ( 13 )
可以导出总扩散距离dT的最大值dL。
另一方面，在媒介物的扩散时间tM长的情况下，可以将扩散系看作2种扩散物在多个相(n个相)中移动的体系，因此针对各相分别定义分析物51和媒介物54的扩散系数和扩散时间，总扩散距离dT可以用下式(14)表示。
d T = Σ k = 1 n π D k t k + Σ j = 1 n π D j t j - - - ( 14 ) ‾
(其中n是2以上的整数)
此时，通过满足下式(15)，
t mes = Σ k = 1 n t k + Σ j = 1 n t j - - - ( 15 )
可以导出总扩散距离dT的最大值dL。
以上所述的式子是适用于无限扩散的体系的式子。所谓无限扩散的体系相当于将毛细管40的高度H设定得足够大的情况。另一方面，在高度H被设定得较低的情况下，毛细管40内的扩散系就成为有限扩散的体系。该情况下，分析物51可以扩散的范围由高度H限制。
高度H是否大于总扩散距离dT的最大值dL，成为毛细管40内的扩散系是有限扩散还是无限扩散的边界。即，在媒介物54的扩散时间tM相对于分析物51的扩散时间tA足够短时，在高度H满足下式(16)时，毛细管40内就成为有限扩散的体系。
π D A t A = π D A t mes > H - - - ( 16 )
另一方面，在媒介物54的扩散时间tM长，毛细管40内的扩散系是2种扩散物在1相中移动的体系的情况下，在tmes＝tA+tM的条件下，当高度H满足下式(17)时，毛细管40内的扩散系就成为有限扩散的体系。
π D A t A = π D M t M > H - - - ( 17 )
另外，在毛细管40内的体系是媒介物54的扩散时间tM相对于分析物51的扩散时间tA足够短、分析物51在多个相(n个相)中移动的体系的情况下，在上式(13)的条件下，当高度H满足下式(18)时，毛细管40内的扩散系就成为有限扩散的体系。
Σ k = 1 n π D k t k > H - - - ( 18 ) ‾
此外，在毛细管40内的体系是媒介物54的扩散时间tM长、2种扩散物在多个相(n个相)中移动的体系的情况下，在上式(15)的条件下，当高度H满足下式(19)时，毛细管40内的扩散系就成为有限扩散的体系。
Σ k = 1 n π D k t k + Σ j = 1 n π D j t j > H - - - ( 19 ) ‾
而且，扩散系数D在电化学的领域中，可以利用极谱分析法、旋转盘电极法、电位扫描法、电位阶跃法等，根据实验变数及电流值求出。另外，扩散系数D还可以用基于电化学以外的测定法，例如泰勒分散法、核磁共振法-倾斜磁场法等方法来求出。一般来说分析物的扩散系数为1×10-5cm2·s-1以下，媒介物的扩散系数为1×10-5cm2·s-1以下。
如图5A所示，毛细管40的高度H具体来说是从作用电极11到外罩203的内面(与作用电极11的对置面)的距离。也就是说，高度H既可以是间隔件202的厚度，也可以是将试剂层20的厚度和间隔件202的厚度相加而得的值。
高度H是以使毛细管40内的扩散系为有限扩散的体系的方式设定的。对于此时的高度H的范围，如参照上式(16)～(19)说明所示。如前所述，扩散距离d依赖于温度。这样，高度H优选设定为，比在生物传感器系统100的测定保障温度的上限温度求出的总扩散距离dT的最大值dL小。通过像这样设定高度H，就可以在生物传感器系统100中，实现将高温下的测定结果的波动抑制得较小的效果。另外，更优选将高度H设定为，比在生物传感器系统100的测定保障温度的下限温度求出的总扩散距离dT的最大值dL小。通过像这样设定高度H，就会具有在生物传感器系统100中能够使用1条标准曲线测定范围宽广的温度下的浓度的优点。
作用电极11及对电极12的配置并限于图5A所示那样为在绝缘基板201的面方向上相面对的方式。例如，也可以将作用电极11与对电极12配置为，在毛细管40的高度H方向上相面对。图5B中表示出具体的构成。图5B所示的例子中，作用电极11配置于绝缘基板201上，对电极12配置于外罩203的与绝缘基板201的对置面。此种配置下，高度H是作用电极11与对电极12的距离。在图5B的配置中，高度H也优选为上述的范围。
而且，在图5A及图5B的构成中，都不需要使毛细管40整体的高度处于上述的范围，只要从作用电极11到与作用电极11相面对的部分(如果是图5A则为外罩203，如果是图5B则为对电极12)的距离处于上述的范围即可。
3.测定器101
测定器101如图6所示，除了上述的构成以外，还具有控制电路300。控制电路300对传感芯片200的电极11～13(参照图2及图3)中的被选出的至少2个电极间施加电压。
具体来说，控制电路300如图6所示，具有3个连接器301a、301b及301c、切换电路302、电流/电压转换电路303、模拟/数字转换电路(以下称作A/D转换电路)304、基准电压源305和运算部306。控制电路300借助切换电路302，以可以将1个电极作为正极或负极使用的方式，切换对该电极施加的电压。
如图6所示，连接器301a、301b及301c在传感芯片200被插入安装口102的状态下，分别与对电极12、探测电极13及作用电极11连接。
切换电路302可以切换与基准电压源305连接的电极、以及切换对各电极施加的电压值。
电流/电压转换电路303通过从运算部306提供指示电流值的取得的信号，而将在与电流/电压转换电路303连接的2个电极间流过的电流量转换为电压值。转换后的电压值由A/D转换电路304转换为数字值，输入运算部306，存储于运算部306的存储器中。
运算部306具备公知的中央运算装置(CPU)和存储装置。作为存储装置，例如可以举出HDD(Hard Disk Drive)、ROM(Read Only Memory)、RAM(Random Access Memory)等。在存储装置中，存储有将作用电极11和对电极12之间的电流值与血液试样中的分析物浓度加以对应了的标准曲线。这样，运算部306就可以通过参照标准曲线来算出血液试样中的分析物的浓度。
另外，运算部306中，除了上述的算出分析物的浓度的功能以外，还具有切换电路302的切换控制、从A/D转换电路304的输入、基准电压源305的电压控制、浓度测定时的电压施加时刻或施加时间等的测定(计时器功能)、向显示部103的显示数据输出及与外部机器的通信功能，还进行测定器整体的控制。
运算部306的各种功能是通过CPU读出存放在存储装置内的程序并执行而实现的。
4.分析物浓度的测定
在使用传感芯片200时，用户只要向导入口17点附液体试样即可。例如，在将生物传感器系统100用于血糖值测定的情况下，用户可以将自身的手指、手掌或手腕等穿刺，挤出少量的血液，将该血液作为液体试样用于测定。
点附在导入口17的液体试样因毛细管现象而在毛细管40内向传感芯片200的深处行进，到达电极11～13。
对生物传感器系统100进行的分析物浓度的测定进行说明。
当将传感芯片200安装于测定器101的安装口102时，即开始图7所示的动作。首先，利用接收到运算部306的CPU的指令的切换电路302，将探测电极13借助连接器301b与电流/电压转换电路303连接，将对电极12借助连接器301a与基准电压源305连接。其后，利用CPU的指令，对两个电极间施加一定的电压(步骤S11)。在将探测电极13设为正极、将对电极12设为负极时，该电压优选为0.01～2.0V，更优选为0.1～1.0V，进一步优选为0.2～0.5V。在从将传感芯片插入测定器101到将血液试样导入毛细管40的里部期间施加该电压。
当从传感芯片200的导入口17向毛细管40中导入血压试样时，就会在探测电极13与对电极12之间流过电流。CPU通过识别血液试样被导入前后的每单位时间的电流的增加量，而探测毛细管40被血液试样充满了。该电流的值在由电流/电压转换电路303转换为电压值后，由A/D转换电路304转换为数字值，输入CPU。CPU基于该数字值探测血液试样被导入了毛细管的里部。
当像这样探测试样时(步骤S12中Yes)，即执行步骤S13。即，利用接收到运算部306的CPU的指令的切换电路302，解除探测电极13的与电流/电压转换电路303的连接，将作用电极11与基准电压源305连接，将对电极12与电流/电压转换电路303连接。具体来说，将作用电极11借助连接器301c与电流/电压转换电路303连接，将对电极12借助连接器301a与基准电压源305连接。此外，对作用电极11与对电极12之间，施加开环电压。所谓“施加开环电压”也可以改称为“将电压施加设为OFF”。
如图10A所示，步骤S13中的开环电压的施加时间T1只要是可以降低浓度测定结果中的温度的影响的时间即可，并不限定于具体的值。时间T1例如设定为0.5～15秒，优选为1～10秒，更优选为1～5秒，进一步优选为2～3秒左右。
然后，在运算部306的控制下，对作用电极11与对电极12之间，施加测定电压Vmes(步骤S14)。此时所施加的测定电压Vmes的大小可以根据测定的分析物的种类或媒介物的种类来变更。
取得施加有测定电压Vmes时在作用电极11与对电极12之间流过的电流值(步骤S15)。从运算部306的CPU对电流/电压转换电路303提供指示电流值的取得的信号。因测定电压Vmes的施加而在两个电极间流过的电流值由电流/电压转换电路303转换为电压值。其后，转换后的电压值由A/D转换电路304转换为数字值，输入CPU，存放在运算部306的存储器中。像这样，施加测定电压Vmes时的电流值就被以转换为数字的电压值的状态取得。
运算部306基于像这样存放的数字值以及上述的标准曲线，算出分析物的浓度(步骤S16)。
像这样，通过在施加测定电压Vmes之前，施加开环电压，就可以获得浓度测定的结果难以受到温度的影响的效果。
而且，虽然在以上的实施方式中，在浓度算出中使用标准曲线，然而也可以取代标准曲线而使用将电压值与浓度加以对应了的表格。
5.其他方式-1
图7的步骤S13只不过是降低浓度测定结果中的温度的影响的处理的一例而已。因此，步骤S13可以置换为其他的处理。开环电压是可以使媒介物蓄积电子的电压的一例。也可以取代开环电压，而施加能够获得电子蓄积的效果的其他的电压。
例如，也可以如图8所示，取代步骤S13，而执行步骤S23。步骤S23中，对作用电极11与对电极12之间，施加比测定电压Vmes低的电压。
而且，所谓“比测定电压Vmes低的电压”，只要是可以使媒介物蓄积电子的电压即可。例如，在测定电压Vmes为正极性的电压的情况下，步骤23中施加的电压既可以是正极性的电压(图10B)，也可以是0V(图10C)，还可以是反极性也就是负极性的电压(图10D)。更具体来说，在测定电压Vmes为250mV的情况下，可以将步骤S23中施加的电压设定为-200～150mV左右。
而且，所谓“在媒介物中蓄积电子的”状态是指没有从媒介物向电极传递电子、或者难以传递的状态。
6.其他方式-2
步骤S13及S23只要在电流值的取得(步骤S15及S25)之前执行即可。也可以在步骤S13及S23的前后，执行更进一步的电压施加步骤。
例如，也可以如图9所示，在相当于上述的步骤S23的步骤S34之间，执行其他的闭路电压施加步骤S33。该步骤S33(可以说是第三电压施加步骤)的施加电压的大小没有特别限定，也可以大于测定电压Vmes。
除了图9所示的方式以外，还可以以如下所示的组合及顺序来施加电压。
(1)第三电压施加步骤-开环电压施加步骤-测定电压施加步骤
(2)第三电压施加步骤-开环电压施加步骤-低电压施加步骤-测定电压施加步骤
(3)开环电压施加步骤-低电压施加步骤-测定电压施加步骤
另外，在任意的组合中，低电压施加步骤也可以包含电压值彼此不同的2个以上的电压施加步骤。另外，在任意的组合中，开环电压施加步骤与低电压施加步骤也可以调换。
而且，图10A～图10D中的时间“0”既可以是探测到试样的导入的时间点，也可以是从探测起经过给定的时间的时间点。另外，施加开环电压的期间、施加低电压的期间、或其合计期间优选为0.5～10秒，例如设定为1～7秒或2秒～5秒左右。
从以上的各实施方式中的说明可以清楚地看到，运算部306及基准电压源305作为对作用电极11与对电极12之间施加测定电压Vmes(第一电压)的第一电压施加部、以及在第一电压施加之前施加第二电压(开环电压、低电压)的第二电压施加部发挥作用。
而且，虽然在以上的实施方式中，单一的基准电压源305在运算部306的控制下，对电极施加不同的电压，然而作为除此以外的构成，也可以是测定器101具有2个以上的电压源的构成。
另外，运算部306也作为测定分析物的浓度的浓度测定部发挥作用。
7.总结
以上在不同的部分中叙述的构成可以分别组合。即，以上所述的方式也可以如下所示地改换说法。
1)一种生物传感器系统，其是使用氧化还原酶及电子媒介物来测定液体试样内的分析物的浓度的生物传感器系统，具备：传感芯片、第一电压施加部、浓度测定部和第二电压施加部，
上述传感芯片具备：毛细管，其被导入液体试样，其高度比在生物传感器系统的测定保障温度的上限温度下的上述分析物的扩散距离及上述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小；配置于上述毛细管内法的多个电极；配置于上述毛细管内且包含上述电子媒介物试剂层，
上述第一电压施加部对上述电极施加第一电压，
上述浓度测定部基于在施加上述第一电压时在上述液体试样中流动的电流值，测定上述分析物的浓度，
上述第二电压施加部在上述第一电压的施加之前对上述电极施加第二电压，以使上述浓度测定部中的测定结果受上述液体试样的温度的影响程度减小。
2)根据上述1)所述的生物传感器系统，其中，上述传感芯片的毛细管的高度比在生物传感器系统的测定保障温度的下限温度求出的上述分析物的扩散距离及上述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小。
3)根据上述1)或2)所述的生物传感器系统，其中，上述传感芯片的毛细管的高度是基于以下式(i)分别表示的上述分析物及上述电子媒介物的扩散距离设定的。
d = zDt - - - ( i )
其中，d表示扩散距离，z表示任意选择的常数，D表示扩散系数，t表示时间。
4)根据上述3)所述的生物传感器系统，其中，上式(i)中的常数z满足1≤z≤4。
5)根据上述1)～4)中任一项所述的生物传感器系统，其中，上述第二电压施加部通过施加上述第二电压而在上述电子媒介物中蓄积电子。
6)根据上述1)～5)中任一项所述的生物传感器系统，其中，上述第二电压施加部施加开环电压作为上述第二电压。
7)根据上述1)～6)中任一项所述的生物传感器系统，其中，上述第一电压施加部施加正极性的电压作为上述第一电压，
上述第二电压施加部施加比上述第一电压低的电压作为上述第二电压。
8)根据上述1)～7)中任一项所述的生物传感器系统，其中，上述浓度测定部具有将上述电流值与上述分析物的浓度加以对应的标准曲线或表格，并且即使上述液体试样的温度变动，也会基于相同的上述标准曲线或表格而算出上述分析物的浓度。
9)根据上述1)～8)中任一项所述的生物传感器系统，其中，上述浓度测定部基于从上述第二电压的施加开始起经过时间为10秒以下的时间点的电流值，测定上述分析物的浓度，
上述传感芯片的上述毛细管的高度为90μm以下。
10)根据上述1)～9)中任一项所述的生物传感器系统，其中，上述电极分别配置于上述毛细管的高度方向上相互面对的2个面。
11)一种测定方法，其是使用氧化还原酶及电子媒介物来测定液体试样内的分析物的浓度的方法，
由具有传感芯片的生物传感器系统执行，上述传感芯片具备：毛细管，其被导入液体试样，其高度比生物传感器系统的测定保障温度的上限温度时的上述分析物的扩散距离及上述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小；配置于上述毛细管内的多个电极；配置于上述毛细管内且包含电子媒介物试剂层，
该方法包括：
第一电压施加步骤，对上述电极施加第一电压；
电流检测步骤，对施加上述第一电压时的在上述液体试样中流动的电流值进行检测；
浓度测定步骤，基于上述电流值测定上述分析物的浓度；
第二电压施加步骤，在上述电流值的检测之前对上述电极施加第二电压，以使上述浓度测定部中的测定结果受上述液体试样的温度的影响程度减小。
12)根据上述11)所述的测定方法，其中，上述第二电压被设定为利用上述第二电压的施加在上述电子媒介物中蓄积电子的方式。
13)根据上述11)或12)所述的测定方法，其中，上述第二电压为开环电压。
14)根据上述11)～13)中任一项所述的测定方法，其中，上述第一电压是正极性的电压，
上述第二电压是比上述第一电压低的电压。
15)根据上述11)～14)中任一项所述的测定方法，其中，上述浓度测定步骤包括如下的算出步骤，即，使用将上述电流值与上述分析物的浓度加以对应的标准曲线或表格，即使上述液体试样的温度变动，也会基于相同的上述标准曲线或表格，算出上述分析物的浓度。
16)根据上述11)～15)中任一项所述的测定方法，其中，
上述传感芯片的上述毛细管的高度为90μm以下，
在上述浓度测定步骤中，基于从上述第二电压的施加开始起经过时间为10秒以下的时间点的电流值，测定上述分析物的浓度。
[实验例]
下面，给出实验例，进行更具体的说明。
以下的实施例中，使用了上述的生物传感器系统100。作为传感芯片，使用了图2、图3以及图5A中所示的传感芯片200。传感芯片200的构成如下所示。
将毛细管40设计为宽度1.2mm，长度(进深)4.0mm，高度33～150μm。而且，所谓高度H，是通过将传感芯片200切断，使用显微镜测定从作用电极11到毛细管40的顶面(外罩203的内面)的距离而确认的。
作为绝缘基板201，使用了聚对苯二甲酸乙二醇酯。对于电极11～13，通过在绝缘基板201上蒸镀钯，以使毛细管40内的作用电极11的面积达到1.0mm2、毛细管40内的对电极12的面积达到1.2mm2的方式，用激光器引入狭缝，从而形成各电极。
如下所示形成试剂层20。使用了葡萄糖脱氢酶、铁氰化钾(关东化学公司制)以及牛磺酸(Nacalai Tesque公司制)。以使试剂层20中的葡萄糖脱氢酶浓度达到2.0U/传感芯片的方式制备出溶解了葡萄糖脱氢酶的水溶液。通过以分别达到1.7质量％和1.0质量％的方式向该水溶液中溶解铁氰化钾和牛磺酸，而得到试剂液。将该试剂液涂布于绝缘基板201上后，在湿度45％、温度21℃的气氛下干燥。
而且，在以下的实施例中，只要没有特别指出，则曲线图中的时间的“0”就是探测试样的导入的时间点。另外，以下的实验例中的温度是测定环境的气温。作为成为测定的对象的试样，使用了将葡萄糖浓度调整为给定的值的血液。
(实验例1)
本实验例中，除了在上述的生物传感器系统100中，未进行步骤S13以外，进行了与图7相同的处理。也就是说，进行了图7的步骤S11～S12及S14～S16的处理。具体来说，在步骤S12之后，以250mV施加一定的电压，测定出响应电流值(有时简称为“电流值”)。另外，使用毛细管40的高度H不同的传感芯片，测定出各传感芯片中的电流值。具体来说，将毛细管40的高度设为150μm、100μm、59μm、33μm。
图11A～图11D中，表示出作为试样使用了葡萄糖浓度为100mg/dL(分升)的血液时的电流值的测定结果。另外，图13A～图13D中，表示出作为试样使用了葡萄糖浓度为400mg/dL(分升)的血液时的电流值的测定结果。图12A是图11A～图11D中的经过8秒时的电流值的曲线图。另外，图12B是针对每个毛细管的高度表示将图12A的21℃的电流值设为0％时的各温度下的电流值的波动的曲线图。
如图11A～图11B及图13A～图13B所示，在高度H大时，无论测定时间(反应开始后的经过时间)如何，都可以得到在高温条件下电流值大、在低温条件下电流值小的结果。
另一方面，如图11C～图11D及图13C～图13D所示，在高度H小的时候(59μm、33μm)，在测定时间短的期间，在高温条件下测定出比低温条件下大的电流值，而当测定时间变长时，在低温条件下测定出比高温条件下大的电流值。可以认为，引起此种逆转的原因是由于，在有限扩散系中，在高温条件下，短时间内很多底物(葡萄糖)被消耗，因此当时间经过时底物就会枯竭，而在低温条件下，底物仍旧残留。
由于引起此种逆转现象，因此如图12A及图12B以及图14A及图14B所示，本实验例中，即使高度H为33μm，也就是说即使高度H很小，温度变化时的电流值的波动也很大。
(实验例2)
通过将实验例1的电流值的测定结果在每0.1秒累加，而算出电荷量。将结果表示于图15A～图15D以及图17A～图17D中。图15A～图15D分别对应于图11A～图11D，图17A～图17D分别对应于图13A～图13D。图16A及图18A分别是图15A～图15D及图17A～图17D中的经过8秒时的电荷量的曲线图，图16B及图18B是表示图16A及图18A中的由温度造成的电荷量的波动的曲线图。
如这些图中所示，即使高度H很小，在施加了一定电压的情况下，电荷量的波动也很大。
(实验例3)
将在图7的步骤S13中将施加电压设为开环电压(open)的期间设为5秒，将步骤S14的测定电压设为250mV，测定出响应电流值。对于电压以外的条件，即毛细管的高度H、温度条件、试样的葡萄糖浓度等，设为与实验例1相同的条件。
图19A～图19D中，表示出作为试样使用了葡萄糖浓度为100mg/dL(分升)的血液时的电流值的测定结果。如图11A～图11D所示，得到毛细管40的高度越小则由环境温度造成的测定结果的波动就越小的结果。特别是，在高度H为59μm以下时波动小，在33μm时波动最小。
图20A是表示图19A～图19D中的经过8秒时(从开始施加250mV的电压起经过3秒时)的电流值的曲线图。另外，图20B是针对每个毛细管的高度表示将图20A的21℃的电流值设为基准值(0％)时的各温度下的电流值的波动的曲线图。
如图20A及图20B所示，在高度H为59μm时，由温度造成的波动被抑制为小于±20％。另外，在高度H为33μm时，波动被抑制为小于±10％。
使用葡萄糖浓度为400mg/dL的试样，进行了相同的实验。如图21A～图21D、图22A～图22B所示，即使试样的葡萄糖浓度高，在高度H为59μm以下时，特别是在为33μm时，也可以将波动抑制得很小。
如上所述，如果只是单纯地减小毛细管的高度H，则会随着测定时间的经过，引起高温下的电流值和低温下的电流值的逆转，无法抑制由温度的差别造成的电流值的波动。
与此不同，本实验例中，通过在酶反应开始后的5秒期间将施加电压设为开环电压，而在毛细管40内维持媒介物不向作用电极11传递电子的状态。由于在该期间也会进行酶反应，因此就会在媒介物中蓄积电子。其后，在蓄积了电子的时间点施加测定电压Vmes，进行浓度测定。其结果是，浓度测定时的电流值成为将开环电压的施加中的反应量与测定电压Vmes施加中的反应量相加而得的电流值。作为其结果可以认为，由测定时的温度环境造成的测定值的变动被抑制得很小。
(实验例4)
本实验例中确认，即使开环电压的施加期间改变，也可以得到与实验例3相同的效果。本实验例中，开环电压的施加期间为1.5秒或3秒。另外，葡萄糖浓度为40mg/dL、155mg/dL、345mg/dL或600mg/dL。图23A～图23D、图24A～图24D、图25A～图25D以及图26A～图26D中，开环电压的施加期间为1.5秒。另外，图28A～图28D、图29A～图29D、图30A～图30D、以及图31A～图31D中，开环电压的施加期间为3秒。在任意的图中，除了葡萄糖浓度不同以外，所进行的操作都相同。
如图23A～图23D、图24A～图24D、图25A～图25D、图26A～图26D、图28A～图28D、图29A～图29D、图30A～图30D、以及图31A～图31D所示，即使葡萄糖浓度和/或开环电压的施加期间改变，在高度H为59μm以下，特别是为33μm时，由温度造成的电流值的波动也很小。
另外，如图27A～图27D所示，在高度H为59μm以下时，电流值受温度的影响小。也就是说，可以得到由温度造成的误差小的高精度的测定结果。特别是，在高度为33μm时，波动非常小。因波动小，即使温度不同，也可以由1条标准曲线算出浓度。如图32A～D所示，在图29(开环电压的施加期间为3秒、葡萄糖浓度为155mg/dL时的测定结果)的经过7秒时(从开环电压施加结束起4秒后)的电流值中，也可以观察到相同的结果。
(实验例5)
在以下的实验例5～9中，葡萄糖浓度为100mg/dL。
实验例5中，传感芯片的高度H为150μm、104μm、90μm、82μm、69μm、59μm、49μm、或33μm，开环电压的施加期间为0秒、1秒、1.5秒、2秒、3秒、4秒、5秒、6秒、或7秒，测定出在施加开环电压后施加250mV的测定电压时的响应电流值。
如果对表示没有施加开环电压(施加期间为0秒)时的结果的图33A～图34D、和表示施加了开环电压时的结果的图35A～图36D进行比较，则在施加了开环电压时，由温度造成的电流值的波动被抑制得较小。在将开环电压施加1.5秒以上的情况下，进一步来说在施加2秒以上时，该效果十分明显。
而且，虽然在图中表示出开环电压的施加时间为5秒以前的数据，然而在将施加时间设为6秒或7秒的情况下，也同样地将由温度造成的电流值的波动抑制得很小。
(实验例6)
传感芯片的高度H为150μm、104μm、90μm、82μm、69μm、59μm、49μm、或33μm。开环电压的施加期间为0秒或2秒。测定出在施加开环电压后施加250mV的测定电压时的响应电流值。
在各条件下，在5℃、14℃、21℃、30℃、38℃测定电流值，算出各温度下的结果的相对于21℃的测定结果的背离度(波动)。图47A～图50D中，高度H为150μm时的背离度以虚线表示，高度H为104μm、90μm、82μm、69μm、59μm、49μm、或33μm时的背离度以实线表示。
也就是说，图49A中位于最上方的实线曲线表示，在高度H有104μm的传感芯片中，在38℃施加2秒(open期间)开环电压后，在测定中施加了250mV电压时的电流值相对于21℃下测定出的(除温度条件以外在相同条件下测定出的)电流值背离多少。也就是说，可以说实线越接近0％的横轴，则波动越小。另外，该图的位于最上方的虚线表示高度H为150μm并且38℃下测定出的电流值相对于高度H为150μm并且21℃下测定出的电流值背离多少。
如图47A～图50C所示，在开环电压的施加期间为2秒时，与0秒时相比，由温度造成的波动被抑制得较小。
如图49A～图49D及图50A～图50C所示，高度H为104μm时的电流值的波动与高度H为150μm时的电流值的波动相比，没有大的差别(图49A)。与之不同，高度H为90μm以下时，由温度造成的电流值的波动与高度H为104μm时相比，被抑制得较小(图49B等)。即，毛细管的高度H优选为90μm以下。
而且，虽然省略了数据的图示，然而即使开环电压的施加期间为3～5秒，同样可以将波动抑制得较小。
(实验例7)
本实验例中，对高度H彼此不同的传感芯片，在施加3秒的100mV的电压后，施加250mV的测定电压。高度H为150μm、104μm、90μm、82μm、69μm、59μm、49μm或33μm。
如图51A～图51D及图52A～图52D所示，根据本实验例显而易见，在取代开环电压而施加了比测定电压低的电压的情况下，也具有波动抑制的效果。特别是，在高度H为59mm以下时，波动抑制的效果明显。
(实验例8)
本实验例中，对高度H彼此不同的传感芯片，施加3秒的0mV的电压后，施加250mV的测定电压。高度H与实验例7相同。
如图53A～图53D及图54A～图54D所示，在取代开环电压而施加了0mV的电压的情况下，也具有波动抑制的效果。特别是，在高度H为59mm以下时，波动抑制的效果明显。
(实验例9)
本实验例中，对高度H彼此不同的传感芯片，施加1秒的250mV的电压后，施加2秒的开环电压，其后施加250mV的测定电压。高度H与实验例7相同。
如图55A～图55D及图56A～图56D所示，即使在施加开环电压前施加闭路电压，也可以得到波动抑制的效果。特别是，在高度H为59mm以下时，波动抑制的效果明显。
而且确认，通过在施加比测定电压高的电压后，施加开环电压和/或施加比测定电压低的电压，就可以抑制在其后施加测定电压时得到的电流值的由温度造成的波动。
工业上的可利用性
本发明的传感芯片及具备它的生物传感器系统、生物体试样的温度测定方法、浓度测定方法由于起到可以有效地抑制由温度引起的浓度测定误差的产生的效果，因此能够广泛地适用于要求测定的高精度化的各个领域中。
符号说明
11  作用电极(电极)
12  对电极(电极)
13  探测电极
16  抽空气口
17  导入口
20  试剂层
40  毛细管
100  生物传感器系统
101  测定器
102  安装口
103  显示部
200  传感芯片
201  绝缘基板
202  间隔件
203  外罩
204  缺口部
300  控制电路
301a、301b、301c  连接器
302  切换电路
303  电流/电压转换电路
304  模拟/数字(A/D)转换电路
305  基准电压源(第一电压施加部、第二电压施加部)
306  运算部(浓度测定部、第一电压施加部、第二电压施加部)

Claims (13)

1.一种生物传感器系统，其是使用氧化还原酶及电子媒介物来测定液体试样内的分析物的浓度的生物传感器系统，其特征在于，具备传感芯片、第一电压施加部、浓度测定部和第二电压施加部，
所述传感芯片具备：毛细管，其被导入液体试样，其高度比在生物传感器系统的测定保障温度的上限温度下的所述分析物的扩散距离及所述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小；配置于所述毛细管内的多个电极；配置于所述毛细管内且包含所述电子媒介物的试剂层，
所述第一电压施加部对所述电极施加第一电压，
所述浓度测定部基于施加所述第一电压时在所述液体试样中流动的电流值，测定所述分析物的浓度，
所述第二电压施加部在所述第一电压的施加之前对所述电极施加第二电压，以使所述浓度测定部中的测定结果受所述液体试样的温度的影响程度减小，
所述传感芯片的毛细管的高度是基于以下式(i)分别表示的所述分析物及所述电子媒介物的扩散距离设定的，
d = z D t - - - ( i )
其中，d表示扩散距离，z表示任意选择的常数，D表示扩散系数，t表示时间，常数z满足1≤z≤4。
2.根据权利要求1所述的生物传感器系统，其中，所述传感芯片的毛细管的高度比在生物传感器系统的测定保障温度的下限温度求出的所述分析物的扩散距离及所述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小。
3.根据权利要求1或2所述的生物传感器系统，其中，所述第二电压施加部通过施加所述第二电压而在所述电子媒介物中蓄积电子。
4.根据权利要求1或2所述的生物传感器系统，其中，所述第二电压施加部施加开环电压作为所述第二电压。
5.根据权利要求1或2所述的生物传感器系统，其中，所述第一电压施加部施加正极性的电压作为所述第一电压，
所述第二电压施加部施加比所述第一电压低的电压作为所述第二电压。
6.根据权利要求1或2所述的生物传感器系统，其中，所述浓度测定部具有将所述电流值与所述分析物的浓度加以对应的标准曲线或表格，并且即使所述液体试样的温度变动，也会基于相同的所述标准曲线或表格而算出所述分析物的浓度。
7.根据权利要求1或2所述的生物传感器系统，其中，所述电极分别配置于所述毛细管的高度方向上相互面对的2个面。
8.一种测定方法，其是使用氧化还原酶及电子媒介物来测定液体试样内的分析物的浓度的方法，其特征在于，
由具有传感芯片的生物传感器系统执行，所述传感芯片具备：毛细管，其被导入液体试样，其高度比在生物传感器系统的测定保障温度的上限温度下的所述分析物的扩散距离及所述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小；配置于所述毛细管内的多个电极；配置于所述毛细管内且包含电子媒介物的试剂层，
该测定方法包括：
第一电压施加步骤，对所述电极施加第一电压；
电流检测步骤，对施加所述第一电压时在所述液体试样中流动的电流值进行检测；
浓度测定步骤，基于所述电流值测定所述分析物的浓度；
第二电压施加步骤，在所述电流值的检测之前对所述电极施加第二电压，以使所述浓度测定部中的测定结果受所述液体试样的温度的影响程度减小，
所述传感芯片的毛细管的高度是基于以下式(i)分别表示的所述分析物及所述电子媒介物的扩散距离设定的，
d = z D t - - - ( i )
其中，d表示扩散距离，z表示任意选择的常数，D表示扩散系数，t表示时间，常数z满足1≤z≤4。
9.根据权利要求8所述的测定方法，其中，所述第二电压被设定为利用所述第二电压的施加在所述电子媒介物中蓄积电子的方式。
10.根据权利要求8或9所述的测定方法，其中，所述第二电压为开环电压。
11.根据权利要求8或9所述的测定方法，其中，
所述第一电压是正极性的电压，
所述第二电压是比所述第一电压低的电压。
12.根据权利要求8或9所述的测定方法，其中，
所述浓度测定步骤包括如下的算出步骤：使用将所述电流值与所述分析物的浓度加以对应的标准曲线或表格，即使所述液体试样的温度变动，也会基于相同的所述标准曲线或表格，算出所述分析物的浓度。
13.根据权利要求8所述的测定方法，其中，所述传感芯片的毛细管的高度被设定成比在生物传感器系统的测定保障温度的下限温度求出的所述分析物的扩散距离及所述电子媒介物的扩散距离的合计的最大值小。
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